JP2978565B2 - 試料中の検体の量の測光インビトロ決定法及びそのための分析器 - Google Patents

試料中の検体の量の測光インビトロ決定法及びそのための分析器

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Description

【発明の詳細な説明】 本方法は、試料中の検体の量の測光インビトロ決定法
及びそのための分析器である。試料は、測定室を備えた
測定室装置の中に位置される。この測定室は、定った長
さの放射路長と、少なくとも１カ所の少なくとも部分的
に透明な壁部分を備える。この測定室は、検体のために
調節される光システムと光で通信し、また、放射源と放
射検知器を備える。
試料室内に位置される試料中の検体量の測光分析にお
いて、放射伝送路に位置される複数の測定室壁部分を非
常に薄くすることが、ある場合には、たとえば血液測定
と関連して、希望される。このことは、たとえば、測定
室の壁部分が測定用放射を著しく吸収する材料からなる
ならば、要求されるかもしれない。しかし、ある場合に
は、これらの薄い壁部分は、検体量の決定において誤差
を生じるかもしれない。たとえば、この状況は、放射の
波長が測定室の壁の光学的厚さと同じ程度であるときに
起こる。（なお、光学的厚さは、壁の物理的厚さと壁材
料の屈折率との積として定義される。）したがって、こ
の問題は、主に、赤外放射や近赤外放射などの長波長の
測定用放射と関連する。
測定室の壁が、滑らかで面状の平行な表面の備えると
き、放射は、外部と測定室と外壁との間の界面で、そし
て、測定室の内壁と試料との間の界面で、それぞれ、反
射および／または屈折される。放射が反射および／また
は屈折される大きさは、壁材料、外部および試料の屈折
率に依存する。反射および／または屈折された放射は、
測定スペクトルを重畳するサイン波状の干渉スペクトル
を生じる。特に検体により生じさせられる吸収が比較的
小さい場合、上記の干渉スペクトルは、測定スペクトル
に優っている。
干渉スペクトルは、壁の厚さに極端に依存し、厚さの
小さな変化も、スペクトルをかなり変位する。そのよう
な小さな変化は、自動的大量生産において、非常に高い
費用を使うのでなければ避けることがほとんど不可能で
ある。したがって、各測定室装置は、固有の特徴的な干
渉スペクトルを有する。
箔に関連する干渉効果は、フンメル／ショウ（Hummel
/Schou）著の「プラスチック分析の地図」（Atlas der
Kunststoff−Analyse）（1968年、64〜65頁）に記載さ
れている。この文献において、上記の問題に対する可能
な解決も与えられている。すなわち、反射された放射ビ
ームが干渉しないが拡散して散乱されるように、平行な
側面の一方に微細な粗さを与える。しかし、干渉を完全
に避けるには粗さが非常に微細でなければならないた
め、この方法は、多数の一様な製品が生産されるべきと
きには、非常に好ましくない。箔を粗くすることは、余
分な高価な生産工程を必要とし、さらに、全製品が同じ
粗さ、したがって同じ放射透過特性を備えることを保証
するのは困難である。
本発明の目的は、測定室内に位置される試料の測光分
析に関する上記の問題を除く方法を提供することであ
る。
本発明の方法は、測定室を備えた測定室装置の中に位
置される試料における検体の量の測光インビトロ決定法
であって、上記の測定室は、定った長さの放射路長を有
し、少なくとも１カ所の少なくとも部分的に透明な壁部
分を備え、測定室の形状が調整可能とされ、測定室を通
る上記の放射路長が測定室の形状の調整により調節さ
れ、放射源と放射検知器を備え検体のために調節される
光システムが上記の測定室との間で光を伝える側光イン
ビトロ決定法であって、第１の測定ステップにおいて、
測定室を通る第１の放射路長が設定され、少なくとも２
つの波長の放射が放射源から測定室を通り放射検知器に
送られ、次に第２の測定ステップにおいて、測定室の形
状を調整することにより、測定室を通る第２の放射路長
が設定され、第１ステップと同じ波長での放射が、ふた
たび放射源から測定室を通って放射検知器に送られ、各
測定ステップにて上記の複数の波長の各々で検知された
放射を基に、第１と第２の放射路長の差を決定し、次い
で検体の量を決定することを特徴とする。
また本発明の分析器は、放射源と、放射検知器と、測
定室を備えた測定室装置とを備えた分析器であり、上記
の測定室は、少なくとも１つの少なくとも部分的に透明
な壁部分を備え、上記の測定室は、形状が調整可能であ
り、上記の放射源と放射検知器との間で光を伝え、上記
の分析器は、測定室の形状を調節する形状調節手段を備
え、この形状調節手段は、起動されたときに、測定室で
の第１と第２の放射路長を設定し、上記の放射源は、少
なくとも２つの波長での放射を第１と第２の放射路長で
測定室を通って放射検知器に送り、上記の分析器は、さ
らに、第１と第２の放射路長の各々にて上記の複数の波
長の各々で検知された放射を基に、第１と第２の放射路
長の差を決定し、次いで検体の量を決定する手段を備え
ることを特徴とする。
この文脈において、「測光測定」という用語は、制御
された条件で放射され、伝送され、吸収され、反射され
る電磁波放射の変化の測定に基づくすべての決定法を含
む。測光測定と光学的分析器の一般的な説明は、スクー
グ（D.A.Skoog）およびウエスト（D.M.West）著の分析
化学の基礎（Fundamentals of Analytical Chemistry）
第20章501〜524頁に記載される。
第１の放射路長の設定は、測定室を通る放射路長を当
初の長さ（すなわち最初の未調節の形状での放射路長）
に等しくさせることであってもよい。または、測定室の
形状を調節することにより第２の放射路長を設定しても
よい。
２つの放射路長の一方は、全試料が測定室において放
射伝送路から流れ出るように、０に設定できる。この放
射路長で検知された放射は、光学的システムと測定室だ
けからの吸収と干渉を表す。試料の測定は、０でない長
さの放射路で実行される。
放射源からの放射は、広帯域の放射でも単色の放射で
もよく、また、紫外範囲でも、可視範囲でも、近赤外範
囲でも、赤外範囲でもよい。放射源は、個々の波長で放
射を伝送する１部品または多部品からなる。
また、放射検知器は、ある波長範囲で放射を検知する
１つの部品からなり、あるいは、それぞれの波長範囲で
放射を検知する複数の部品からなる。放射源が複数の部
品からなる場合、これらの部品は一体化されたユニット
であるか、または、複数の物理的に分離したユニットか
らなる。同じことが、放射検知器についてもいえる。
先に述べたように、本発明の方法は、測定する放射の
波長が測定室内の１以上の壁部分の光学的厚さと同じぐ
らいであるときに、特に有用である。光学的厚さと測定
波長との比が通常は約50を越えると、許容出来ない干渉
が起こる範囲を越えていることがわかった。
測定室装置は、複数の実施例で提供される。１つの実
施例は、分析器の固定部品として備えられた測定室ブロ
ックを有し、この測定ブロックは、多数の試料で連続的
に測定するための測定室を備える。他の実施例は、特定
の測定室装置に適合された光学的分析器に挿入可能な単
独用途の装置からなる。
上述の種類の単独用途の装置を備えた分析システム
は、たとえば、本出願人による国際特許出願WO90/07106
号に開示される。この出願は、血液試料中の血液ガスパ
ラメータの測光インビトロ（試験管中）決定のための方
法とシステムを開示する。血液試料は、直接に患者か
ら、試料容器内の測定室に移される。測定室は、次に光
システムと光通信を行う。血液ガスパラメータすなわち
CO2の測定は、固定した放射路長を備えた測定室に位置
される試料に放射を伝送することにより実行される。
本出願人の国際特許出願WO90/07109号は、全体が血液
の試料の中の検体の量の測光インビトロ決定のための方
法と装置を開示する。試料は、直接に患者から、透明ボ
ディを有する測定室に移される。この透明ボディの放射
透過特性は、試料中の検体の濃度に依存する。測定室を
満たした後で、透明ボディは、試料と平衡にされ、その
後で、測定室は、試料のための放射伝送路に位置される
測定室の部分を流し出して、制御された方法で変形され
る。検体の量は、測定室と透明ボディを透過する放射の
検知の基礎の上に決定される。測定が行われる前に試料
が放射透過路から流し出されているために、測定は、こ
のシステムにおいて試料に直接には行われない。
本発明の好ましい実施例では、使用される測定室にお
いて、放射伝送路に位置される測定室の壁部分の光伝送
特性は、測定室の調節に本質的に依存しない。
測定室の形状が変化されるときに放射伝送路に位置さ
れる測定室壁部分が光透過特性を変えないという事実の
ため、壁部分の表面で発生される干渉スペクトルは、測
定室を通る２つの放射路長である。このため、この２つ
の異なった伝送路長からの測定結果を比較することによ
り、検体の量の決定において干渉スペクトルからの寄与
が完全に除去できる。
本発明の他の好ましい実施例では、使用される測定室
が、放射伝送路に位置される２つの少なくとも部分的に
透明な壁部分からなる。
本発明の別の実施例では、使用される測定室が、１つ
の少なくとも部分的に透明な壁部分と、入射する放射を
反射する対向壁部分からなり、これらの壁部分が放射伝
送路に位置される。
好ましい実施例では、測定室の形状の調整が、放射伝
送路に位置される少なくとも１つの測定室壁部分の変位
によりなされる。
試料中の１つのある検体の量は、少くとも２つの波長
での試料の透過特性の測定を基に計算され、この波長
は、この検体が吸収する範囲内にあるべきである。
溶媒が測定波長で強く吸収している試料中の検体の測
光決定において、通常は、エネルギ損失、試料中の熱発
生などを減少するために、試料を通る放射路長を非常に
短くすることが試みられている。しかし、放射路長を短
く設定することは、分析器の機械的精度についての重い
要求であり、放射路長の小さな不正確さでさえ、測定結
果に重大な影響を与えるかもしれない。この問題は、各
測定で放射路長を決定することにより克服できる。
本発明において、上記の少くとも２つの波長での放射
が、放射源から測定室を通り放射検知器まで伝送され、
各測定ステップでの各波長で検知された放射を基に、第
１と第２の放射路長の差が決定される。第１と第２の放
射路長の差は、本明細書の詳細な説明においてさらに詳
しく説明されるように、有効放射路長に等しい。
本発明の方法の実施例において、測定ステップにおい
て追加の波長での放射試料中の他の検体の量は、第１の
検体と同時に決定できる。この追加の波長は、上記の他
の検体が吸収をする波長でなければならない。また、多
数の別の検体が、少なくともこの検体の数の波長を含む
ことにより測定出来る。
本発明による方法は、溶媒、分析器、および／または
測定室に比べて測定波長で弱く吸収する検体に関連して
特に有用である。この場合、検体に関連する測定スペク
トルは、これらの他の構成部品の干渉スペクトルに比べ
てかなりの程度に重畳される。
本発明の好ましい実施例において、試料中のCO2成分
が、約4228nm、4268nmおよび4308nmの付近の20nmのバン
ド幅の波長での放射に対して試料の透過特性の検査を基
に決定される。これらの波長での放射を用いて照射する
ことによるCO2成分の決定は、たとえば、上記の本出願
人による国際特許出願WO90/07106号に開示される。米国
特許第4509522号において、マヌチア（Manuccia）等
は、血液中の血液ガスの量の生体内での（in vivo）決
定のための測光法を開示する。すなわち、CO2は、約4.2
μｍでの波長の放射で照射することにより決定される。
約4.2μｍでの波長での透過測定によるCO2測定の基本的
原理は、C.A.モッセ（Mosse）およびP.J.ヒルソン（Hil
lson）の英国特許第GB2160646号の明細書や、J.R.ネス
タ（Nester）の欧州特許出願第EP253559号の明細書に開
示される。これらの出願の内容は、これらの出版物を引
用することにより本出願に組み込まれる。
さらに、本発明は、本発明による方法において使用さ
れる分析器に関するものである。この分析器は、放射源
と、放射検知器と、測定室を備えた測定室装置とを備
え、上記の測定室は、定った長さの放射路長を有し、上
記の測定室は、少なくとも２つの少なくとも部分的に透
明な壁部分を備え、上記の測定室は、上記の放射源と放
射検知器を備える光システムと光を通信し、上記の測定
室は、形状が調整可能であり、上記の分析器は、測定室
の形状を制御された形で調整する手段を備え、この手段
は、起動されたときに、測定室での第１と第２の放射路
長を設定し、上記の放射源は、少くとも２つの波長での
放射を第１と第２の放射路で測定室を通って放射検知器
に伝送するように適合されることを特徴とする。
好ましくは、本発明による分析器は、試料中の検体を
導出するために、検出された放射を変換する手段と、変
換された放射データを処理する手段とを備える。あるい
は、このデータ処理手段は、上記の分析器に結合可能な
別のデータ処理ユニットの中にあってもよい。
さらに、好ましくは、この分析器は、検体量を表示す
る手段を備える。あるいは、分析器は、データスクリー
ン、ディスプレイ、プリンタ、プロッタなどの表示手段
に結合するように調節出来る。
さらに、本発明は、本発明による分析器において使用
される測定室を備えた測定室装置に関するものであり、
上記の測定室は、測定室を通る第１と第２の放射路長を
設定するように制御可能な形で形状が調節可能であるこ
とを特徴とする。
測定室装置の好ましい実施例において、上記の放射伝
送路に位置されるように調節される測定室の壁部分の光
伝送特性は、測定室の形状の調節に本質的に依存しな
い。
好ましくは、上記の測定室が、２つの対向する少なく
とも部分的に透明な壁部分からなる。しかし、上記の測
定室が、１つの少なくとも部分的に透明な壁部分と、入
射する放射を反射する対向壁部分を備えていてもよい。
本測定室装置は、１つの測定室または直列または並列
に配置される複数の測定室からなっていてもよい。好ま
しくは、測定室装置は、射出成型が可能なポリマ基礎材
料から製造される。好ましい基礎材料は、ポリエチレン
テレフタレート（PETP）であり、たとえば、オランダ、
アーネムのAKZO社から商標ARNITEの下で販売される。
上記の部分的に透明な壁部分と測定室装置は、材料が
異なっていてもよい。壁材料は、測定波長での透過特性
と、全測定室装置の製造過程での使用可能性とに主に基
いて選択される。
単独用途の部品の形の測定室装置を用いるとき、放射
源、放射検知器および測定室装置の間の光通信は、分析
器の１つのステーションに測定室装置を位置することに
より開設できる。あるいは、この光通信は、測定室装置
での接触素子を分析器に結合する１本または複数本の光
ファイバを用いて開設できる。
本発明は、以下に、図面と実施例を参照して説明され
る。
図1aと図1bは、本発明による方法において使用される
測定室装置の斜視図である。
図1cは、図1aのＩ−Ｉ線での拡大断面図である。
図２は、２つの面状平行表面を備えた箔へ放射を伝送
することにより得られた干渉を示す。
図３は、ポリエチレンテレフタレート（PETP）の23μ
ｍの箔の吸収スペクトルを示す。
図４は、試料中の検体の測光決定のための本発明によ
る分析器における光ユニットと本発明による測定室装置
の部分断面図を示し、光ユニットの部品は図式的に示さ
れる。
図5aと図5bは、本発明による測定室装置と、本発明に
よる分析器における光ユニットの部分との部分断面図を
示し、測定時には、測定室装置は両者の間に固定され、
測定室装置と固定部分は、相互に関連した２つの異なっ
た位置に示される。
図６は、約100mmHgのCO2成分を有する水の吸収スペク
トルを示す。
図７は、トノメトリより約419mmHgのCO2成分に調製さ
れた全血液の吸収スペクトルを示す。
図８は、全血液の試料におけるCO2成分の決定に用い
られる本発明による測定室装置の好ましい実施例の図を
示す。
異なった図における同じ部分は、同じ参照番号で示さ
れる。
図1aと図1bは、試料中における検体の決定において使
用される測定室装置の１実施例を示す。この一般的に40
00で示される測定室装置は、図４に関連して後でさらに
説明される光ユニットを備えた分析器の１部である。測
定室装置4000は、２つの同じ半部分4001、4002からな
る。これらの半部分は、透明な「軟らかい」プラスチッ
ク材料、たとえばオランダ、アーネムのAKZO社からの商
標ARNITEのポリエチレンテレフタレート、から射出成型
により製造される。この２つの半部分の組立において、
半部分4001におけるピン4005、4006は、半部分4002にお
ける図示されない凹部に組合わされ、半部分4002におけ
る図示されないピンが半部分4001における凹部4007、40
08に組合わされる。その後、この２つの半部分は、超音
波溶接により相互に溶接される。
図において示される上記の半部分4001における材料40
09の線は溶接の後で溶接シームを形成する。この線は、
縦の開いた導管4010の端にそって存在する。この導管40
10は、中央で横方向に広がり、導管4010に垂直な方向の
開口4012を備えた測定室4011を形成する。開口4012は、
イギリス、チェシャーのICI社からのMelinex Ｓ型のポ
リエチレンテレフタレート（PETP）の23μｍの箔から製
造された窓4004により覆われる。半部分4002における対
応する開口は、同様な窓4003により覆われる。
窓4003、4004は、組立の前に半部分4001、4002に取り
付けられる。窓4004は、半部分4001の開口4012に張られ
た上記の23μｍの箔により取り付けられる。その後で、
箔は、超音波溶接ヘッドを用いて、半部分4001に、開口
4012に隣接した境界領域4013において溶接される。次
に、余った箔は、穴あけパンチによりパンチされて、固
定された溶接窓4004のみを残す。穴4012に箔を張ること
により、窓4004が超音波溶接の後で平面であることが保
証される。窓4003は、同様に、キュベット（cuvette）
である半部分4002に固定される。窓4003、4004は、導管
4010に垂直な方向に弾性的に変位可能である。
図1cは、図1aのＩ−Ｉ線での図であり、窓4003、4004
により境界が定められた測定室4011を備えた測定室装置
4000の中心部分を示す。
図２は、屈折率n0の箔ｆの１区分を示し、箔ｆは、平
面状の平行な滑らかな表面s1,s2を備える。ある測定波
長の放射ビームi0は、表面s1の方に透過される。入射放
射i0の入射角が全反射の臨界角より小さいと仮定して、
入射する放射は、箔ｆの外部の滑らかな表面s1に当たる
とき、隣接する材料の屈折率n1、n2に依存して反射ビー
ムt1に分離する。透過されたビームr1と透過ビームt
1は、内部の滑らかな表面s2に当たるとき、透過ビームt
1tと反射ビームt1rに分離され、反射ビームt1rは、ふた
たび、反射ビームr2と透過ビームt2に分離する。
箔ｆの光学的厚さが入射放射の波長i0と同じぐらいで
あるとき、反射ビームr1,r2,r3,…は、位相差に依存し
て強めるようにまたは弱めるように干渉する。このこと
は、透過ビームについてもいえる。干渉は、サイン波干
渉スペクトルを生じ、これは、箔の透過スペクトルに影
響する。次の関係式は、箔の厚さｄと、面状平行表面
s1、s2で得られた干渉スペクトルとに適用される。
ここに、ｄは、箔の厚さであり、 n0は、箔の屈折率であり、 λａ、λｂは、干渉スペクトルにおける波長
であり、 λｂ−λａは、干渉スペクトルでの１周期に
対応する波長間隔である。
式（１）から分かるように、箔ｄの厚さの変化は、λ
ａのλｂに対する変化を生じ、したがって、干渉スペク
トルの周期の変化を起こす。実際には、箔窓4003、4004
を一連の測定室装置において完全に同じ厚さにすること
は不可能であるので、各測定室装置は、箔窓からの特徴
的な干渉スペクトルを有する。この意味は、分析器が、
干渉スペクトルを前もって補償するように設定できない
ことである。
図３は、測定室装置の測定室4011における窓4003、40
04に使用される箔に対応するPETPの23μｍの箔の2500〜
5000μｍの波長範囲での吸収スペクトルを示す。このス
ペクトルは、パーキン・エルマー社の157型のスペクト
ル測光装置により記録される。図から分かるように、材
料PETPに関連する特定の吸収バンド（たとえば約3380μ
ｍの波長）を無視すると、透過された放射の約80％が箔
を通って透過されるので、箔は、上記の範囲における放
射に対して比較的透明である。さらに、図３から分かる
ように、材料のスペクトルは、見かけがサイン波状の干
渉スペクトルと重畳する。この重畳したスペクトルは、
箔の滑らかな表面で屈折／反射される放射の干渉から生
じる（上記の図２についての説明を参照）。
図４は、試料中の検体の決定のために使用される光ユ
ニット400のプロトタイプを示す。試料は、測定室装置4
000内に位置され、測定室装置4000は、可動部分410と固
定部分412の間に固定される。可動部分410は、電磁石41
1により中心線c1にそって変位できる。光ユニット400
は、熱放射ユニットの形態の放射源401、より詳細に
は、約1050℃の温度に加熱されたCrNiフィラメントを備
える。放射源401は、本出願人によりこの目的のために
特に製造された。さらに、光ユニット400は、ドイツ、
ミュンヘンのジーメンス社のSFH225型の基準ダイオード
413を備え、このダイオード413は、フィラメント401の
放射を制御する。
放射源401からの放射は、本出願人によりこの目的の
ために特に製造されたパラボラミラー402（φ10mm、ｆ
＝3mm）に透過される。このパラボラミラー402は、フィ
ラメント401からの放射を、スエーデン、タビのスペク
トロゲン社製のバンドパス・フィルタ403（中心値4240n
m、バンド半値幅200nm）を通して透過し、そこから、測
定室装置4000における血液試料を通る。放射は、測定室
装置4000から、サファイア窓（φ３×0.4mm）に位置さ
れるスリット404（0.5×3mm）を通り、チョッパ408を通
る。チョッパ408は、直流モータ409により約800Hzのチ
ョッパ周波数を与える。チョッパ408を通った後で、放
射は、本出願人により特に製造された、軸をずらしたパ
ラボラミラー405（ｆ＝65mm）に当たる。このミラー405
は、放射を平行な光束として、イギリス、リーズのオプ
トメトリックス社製のグテーティング（約4.3μｍに最
適化された300ラインのグレーテング）406に反射する。
グテーティング406は、放射をパラボラミラー405の方に
そらし、パラボラミラー405は、放射を、日本、浜松
市、浜松社製の検知器407の方にピントを合わす。この
検知器407は、T05ハウジングに組み込まれた３個のPbSe
ダイオード（0.5×2mm、中心間隔1mm）からなるダイオ
ードアレーからなり、バンドパスフィルタ（中心値4400
nm、半値バンド幅650nm）を備える。ダイオードアレー4
07におけるダイオードは、グテーティング406とパラボ
ラミラー405を用いて分離される３つの測定波長でのそ
れぞれの放射の大きさを記録する。ダイオードに入射す
る放射の強度を表す電気信号は、ダイオードからアナロ
グ／デジタル変換器（図示しない）に送られ、そこから
データ処理ユニット（図示しない）に送られる。データ
処理ユニットは、受信された信号を基に試料中のCO2の
量の計算を実行する。
図5aと図5bは、本発明による測定室装置4000を通る、
図1cに対応する部分断面図を示す。測定室装置4000は、
試料中のCO2成分の測定のための光ユニットの可動部分4
10と固定部分412の間に位置される。図４に関連して説
明したように、測定用の放射は、可動部分410における
バンドパスフィルタ403を通り、測定室装置4000を通
り、固定部分412のスリット404に向かう。
測定室装置4000が分析器内に配置されるとき、光ユニ
ットの可動部分410は、測定室装置の１つの窓4003の方
に動かされ、測定室装置4000と反対側の窓4004とを、光
ユニットの固定部分412の方に押す。こうして、測定室
装置4000は、可動部分410に隣接する窓4003と、固定部
分412に隣接する窓4004とを用いて光ユニット内に固定
される。可動部分410を、予め定めた若干の複数位置に
移動することにより、窓4003、4004は、測定室4011と測
定導管4010とに垂直に移動され、これにより、窓の間隔
を予め定めたように変化する。測定室4011の形状のこの
調節は、測定室を通っての放射路の長さを設定すること
になる。
図5aに示された位置で、光ユニットの可動部分410
は、第１位置の方へ移動され、測定室装置4000の窓400
3、4004の間隔は、測定室を通る第１の放射路長を定義
し、たとえば100μｍである。図5bにおいて、可動部分4
10は、第２位置に移動され、たとえば５μｍの第２の放
射路長が定義される。光ユニットにおける可動部分410
と固定部分412とを用いることにより、窓4003、4004と
接触する面積での同じ外部形状や、窓4003、4004の、し
たがって測定室4011の一様で対称的な変位が保証され
る。
図1a〜図1cに関連して説明されたように、窓4003、40
04の箔は、測定室装置の半部分4001、4002に取り付ける
ときに引っ張られて、超音波溶接の後での平面状の窓を
保証する。窓4003、4004を２つの測定位置の間で移動す
るとき、窓の厚さは変化する。しかし、この変化は、非
常に小さいので、検体の決定への影響は無視できる。こ
れは、以下の例で明らかにされる。
窓4003、4004に対応する箔窓が、静止位置から100μ
ｍ移動され、この位置からさらに25μｍ移動されると
き、窓での張力は、重要でない厚さの変化、すなわち約
12nm、を生じる。この大きさは、大量生産の測定室装置
における窓の厚さの変化よりかなり少ない。この変位に
よる窓の厚さの変化は、上記のサイン波干渉スペクトル
の周期において無視できる約0.1nmの変化を生じる。窓4
003、4004の厚さ変化が移動の間に無視できるという事
実から、図5aと図5bにおいて示される測定状況において
窓4003、4004により生じる干渉は、同様にみるおとがで
きる。
図６は、約100mmHgのCO2成分を有する水の、約100μ
ｍの放射路長での3300〜6000nmの波長範囲での吸収スペ
クトルを示す。このスペクトルは、ベックマン社のIR9
型のIRスペクトル測光計で記録された。図から分かるよ
うに、CO2成分の量は、約4268nmの波長で吸収を起こ
す。しかし、この吸収は、図に見られるように、水によ
り生じる吸収に比べて小さい。CO2による吸収が水によ
り生じる吸収に比べて小さいという事実より、たとえば
測定室装置、光システム、周囲などにより生じる干渉
は、測定結果に大きな影響を及ぼし得る。図６から分か
るように、約100mmHgのCO2成分と約100μｍの放射路長
は、透過率の約３％だけの変化を起こす。これを図３の
箔スペクトルと比較すると、図３では、箔の表面での干
渉からのサイン波重畳は約５％の透過スペクトルの変化
を起こしていて、箔窓からの干渉スペクトルは、実際の
測定スペクトルに強く影響することがわかる。したがっ
て、試料中のCO2成分の計算において不要な干渉を除去
するか補償することが必要である。
図７は、眼底検査により約419mmHgのCO2成分に調製さ
れた全血液の吸収スペクトルを示す。このスペクトル
は、前のスペクトルと同様に、ベックマイン社IR9型のI
Rスペクトル測光器で記録された。この吸収スペクトル
から、同様に、試料中のCO2量が約4268nmでの吸収を起
こすことがわかる。
図８は、全血液の試料におけるCO2成分の決定に用い
られる本発明による測定室装置40の好ましい実施例を示
す。測定室装置40は、血液試料が直接に患者から測定室
装置に移送されるサンプリング装置として設けられる。
測定室装置40は、２つの部分からなるボディ41からな
り、この２つの部分は、組み立て後に、0.3×2mmの断面
の内部の連続的なサンプル導管44を形成する。導管44の
入口が位置されるボディ41の端で、ボディ41は、ルア
（Luar）円錐42を備え、血液のサンプリングに通常使用
される種類の針43に結合されるように適合される。入口
開口に対向する端で、導管44は、親水性／疎水性のフィ
ルタ48を備え、この端で、ボディ41は、特殊な状況でサ
ンプリング用に使用できる伝統的なピストン注射と結合
するように適合される。
導管44の中ほどで、導管44は広がって、8.6mmの直径
の測定室45を形成する。この位置で、ボディ41の２つの
部分の各々は、導管44に垂直で6.0mmの直径の穴46a、46
bからなる。これらの穴は、ボディ41の組立の後で、相
互に面する。導管44の内側で、各穴46a、46bは、測定室
45に対応した直径の、23μｍのポリエチレンテレフタレ
ートの箔からなる箔窓47a、47bによりそれぞれ覆われ
る。ボディ31の組立の前に、箔窓47a、47bは、図1a〜図
1cに関連して先に説明したように、超音波溶接を用いて
取り付けられる。こうして、測定室45は、２つの窓47
a、47bにより導管44に垂直に境界が定められる。
本発明による方法の理論的背景は、以下に説明され
る。ここで、CO2を検体の例とする。
光システムにおいて波長λ、強度Ｉλの放射を伝送す
るとき、測定室は、放射路長ｌを有し、透過放射の強度
Ｉl,λを測定するとき、光システムと試料の全吸収Ａ
l,λは、次のように決定できる。
Ａl,λ＝log（Ｉλ/Il,λ） （２） この吸収は、種々の成分の和からなり、次のように書
くことができる。
Ａl,λ＝Ａl,λ（H2O）＋Ａl,λ（CO2）＋Ａ
l,λ（ib） ＋Ａλ（if）＋Ａλ（ia）＋Ａλ（io） （３） ここに、λは、透過される放射の波長であり、 ｌは、測定室を通る放射路長であり、 Ａl,λ（H2O）は、試料中の水により生じる吸収であ
り、 Ａl,λ（CO2）は、試料中のCO2により生じる吸収であ
り、 Ａl,λ（ib）は、試料中の他の検体により生じる吸収
であり、 Ａl,λ（if）は、測定室の窓により生じる吸収であ
り、 Ａl,λ（ia）は、大気により生じる吸収であり、 Ａl,λ（io）は、光システムにより生じる吸収であ
る。
式（３）の最初の３項は、試料の組成と測定室を通る
放射路長とに依存する。一方、最後の３つの項は、測定
室装置、光システム、大気に依存するが、試料に依存し
ない。
測定室を通る２つの放射路長l1、l2でそれぞれ放射強
度Ｉλ,1、Ｉλ,2の放射を用い２つの測定ステップをそ
れぞれ実行するとき（図5a、図5b参照）、全吸収Ａ
l1,λ、Ａl2,λが各ステップで得られる（式（３）参
照）。これらの吸収の差ΔＡλ＝Ａl1,λ−Ａl2,λを計
算することにより、式（３）の最後の３つの項が残され
る。
ΔＡλ ＝Ａl1,λ−Ａl2,λ＝log(Ｉλ,1/Il1,λ)−log(Ｉλ,2
/Il2,λ) ＝log(Ｉλ,1/Iλ,2)＋log(Ｉl2,λ/I
l1,λ) ＝Ａl1,λ（H2O）−Ａl2,λ（H2O）＋ Ａl1,λ（CO2）−Ａl2,λ（CO2）＋ Ａl1,λ（ib）−Ａl2,λ（ib）
（４） 入射放射の強度Ｉλ,1/Iλ,2が２つの放射路長l1、l2
で同じであるとき、log（Ｉλ,1/Iλ,2）の項は０であ
るため、計算は、強度に依存せずに行われる。こうし
て、この計算において、透過された放射の強度
Ｉl2,λ、Ｉl1,λを知ることだけが必要である。ランベ
ルト・ベールの法則により、所定波長λで所定検体に関
連する吸収Ａλは、次のように決定される。
Ａλ（CO2）＝ελ（CO2）・ｌ・Ｃ（CO2） （５） ここに、ελ（CO2）は、波長λでのCO2の分子吸収係
数であり、 ｌは、CO2を含む試料を通る放射路長であ
り、 Ｃ（CO2）は、試料中のCO2の分子濃度であ
る。
ΔＡλの式（式（４）参照）にランベルト・ベールの
法則（式（５））を導入することにより、次の式が得ら
れる。
ΔＡλ＝log（Ｉl2,λ/Il1,λ） ＝ελ（H2O）・（l1−l2）・Ｃ（H2O）＋ ελ（CO2）・（l1−l2）・Ｃ（CO2）＋ ελ（ib）・（l1−l2）・Ｃ（ib） ＝ελ（H2O）・Δｌ・Ｃ（H2O）＋ελ（CO2）・Δｌ・Ｃ（CO2）＋ ελ（ib）・Δｌ・Ｃ（ib） （６） ここに、Δｌ＝l1−l2は、試料を通る有効放射路長と
して考えることができる。
式（６）の最後の項は、試料中の他の検体から得られ
る吸収に対応する。この項を、ただ１つの検体ibから得
られるとして考えることも許されることがわかった。そ
こで、そのモル濃度Ｃ（ib）は、理論値になる。
血液について測定するとき、CO2の量を分圧により表
現することが通常望まれる。液体試料中のCO2の濃度と
試料中のCO2の分圧の間の関係は、次のように書ける。
Ｃ（CO2）＝αｔ（CO2）・pCO2 （７） ここに、αｔ（CO2）は、温度ｔでの試料中のCO2の溶
解度係数であり、 pCO2は、試料中のCO2の分圧である。
式（６）の第２項の式（７）を導入すると、次の式が
得られる。
ΔＡλ＝ελ（H2O）・Δｌ・Ｃ（H2O）＋ ελ（CO2）・αｔ（CO2）・Δｌ・pCO2＋ ελ（ib）・Δｌ・Ｃ（ib） ＝ελ′（H2O）・Δｌ・ελ′（CO2）・Δｌ・pCO2＋ ελ（ib）・Δｌ・Ｃ（ib） ＝ελ′（H2O）・Δｌ・ελ′（CO2）・Ｃ′（CO2）＋ ελ（ib）・Ｃ′（ib） （８） ここに、ελ′（H2O）＝ελ（H2O）・Ｃ（H2O） ελ′（CO2）＝ελ（CO2）・αｔ（CO2） Ｃ′（CO2）＝Δｌ・pCO2 Ｃ′（ib）＝Δｌ・Ｃ（ib） 各放射路長l1、l2に対し、測定が３波長λ１、λ２、
λ３でなされるとき、次の３方程式が成立する（式
（８）参照）。
ΔＡλ１＝ελ１′（H2O）・Δｌ＋ελ１′（CO2）
・ Ｃ′（CO2）＋ ελ１′（ib）・Ｃ′（ib） ΔＡλ２＝ελ２′（H2O）・Δｌ＋ελ２′（CO2）
・ Ｃ′（CO2）＋ ελ２′（ib）・Ｃ′（ib） ΔＡλ３＝ελ３′（H2O）・Δｌ＋ελ３′（CO2）
・ Ｃ′（CO2）＋ ελ３（ib）・Ｃ′（ib） （９） これらの３方程式から３個の未知量Δｌ、Ｃ′（C
O2）、Ｃ′（ib）が計算でき、試料中のCO2の分圧が、
次のように決定できる。
pCO2＝Ｃ′（CO2）／Δｌ （10） 本発明による方法が実際に実施されるとき、吸収係数
行列 は、実験的に、ある既知の組成の試料を各波長λ１、λ
２、λ３で測定することにより決定される。吸収係数行
列Ｅの決定は、以下の例で説明される。
図８に示される測定室装置に対応する、試料を含む測
定室装置は、光システムに挿入される。ここに、放射路
長は、正確に設定でき、したがって既知である。放射
は、放射源から測定室をとおり放射検知器まで伝送され
る。測定は、約20nmのバンド幅の３波長λ１＝4228nm、
λ２＝4268nm、λ３＝4038nmの各々で、放射路長l1＝10
0μｍ、l2＝50μｍで行われる。この３波長での伝送さ
れた放射の強度は、一定に保たれる。
各波長λ１〜λ３において、測定は、CO2や他の検体
のない純水の試料についてなされる。各波長で測定され
た吸収を基に、水に関連した吸収係数が、ランベルト・
ベールの法則（式（５）参照）を用いて決定される。波
長λ１＝4228nm、λ３＝4308nmでCO2から得られる吸収
は、波長λ２＝4268nmでのCO2吸収に比べて重要でない
ので、吸収係数ελ１′（CO2）、ελ３′（CO2）は0.
0に定される。吸収係数ελ２′（CO2）は、既知量のCO
2を有するが他の検体を含まない水の試料を測定するこ
とにより決定される。前に決定された水の吸収係数、測
定室を通っての放射路長および試料中のCO2量を基に、
ελ２′（CO2）が決定できる。
試料中のCO2量の決定において、試料中の他の検体に
より生じる吸収（ελ１（ib）・Ｃ′（ib））を考慮す
ることが本質的である。ελ１（ib）とＣ′（ib）のそ
れぞれの値は重要でない。前に説明したように、Ｃ′
（ib）は、単に、実際の物理的重要性のない理論的な量
である。したがって、吸収係数ελ１（ib）、ε
λ２（ib）、ελ３（ib）の決定は、これらの係数をは
っきりと決定するという問題ではなく、それらの間の比
を決定することである。
吸収係数ελ１（ib）、ελ２（ib）、ελ３（ib）
は、既知量の水とCO2を有する全体が血液の試料を３つ
の波長λ１、λ２、λ３で測定することにより決定され
る。式（９）に対応して設定される式ができる。水とCO
2から得られる項は、前に得られた吸収係数を基に計算
でき、方程式から得られる。３波長の各々で他の検体に
より生じた吸収の間の関係を表す３つの方程式が、残さ
れる。Ｃ′（ib）が３波長で同じなので、これらの吸収
の間の関係は、吸収係数ελ１（ib）、ελ２（ib）、
ελ３（ib）の間の関係に対応する。
吸収係数の最小値は、水の吸収係数と同じ大きさであ
る1.0×10-3μｍに設定され、他の係数は、これに対し
て相対的に決定される。
吸収係数行列は、次のように決定される。
全体が血液の試料について測定するとき要求されるこ
とは、前に述べたように、試料中の水成分が比較的大き
な吸収を生じるので、試料を通る短い放射路長で測定す
ることである。全体が血液の試料についての測定のため
の適切な放射路長は、約０から最大で200μｍまでの範
囲にある。しかし、放射路長は、測定室の壁の内側の間
に定在波が生じるほど短くてはだめであり、実際は約0.
25μｍより小さくない。
測定結果を改善するために、好ましくは、測定ステッ
プは、３度実行される。こうして、１つの測定で、最初
に放射路長を約100μｍに設定し、次に50μｍに設定
し、ふたたび100μｍに設定し、次に50μｍに設定し、
ふたたび100μｍに設定し、次に50μｍに設定する。各
放射路長で、測定室をとおって伝送される放射の強度が
５秒間測定される。得られた「３組」の吸収を基にpCO2
の３つの値が得られ、試料中のCO2の量が平均値として
計算される。
本発明の方法では、異なった放射路長で測定がなされ
るが、従来の方法では、放射路長は一定である。本発明
の方法の長所は、以下の比較例から明らかに分かる。
気体試料中のCO2量の決定は、２つの実験でなされ
た。第１の実験で用いられた方法では、放射路長は、測
定の全体にわたって65μｍに保たれた。第２の実験で用
いられた方法では、放射路長は、前に述べたように、50
μｍと100μｍの間で変化された。
各実験において、測定は、それぞれ異なった組成のCO
2、O2、N2を有する２つの気体からなる１組の気体につ
いてなされた。全くは同じでない２つの気体の組が使用
された。同一性がないことは、いまの状況では重要では
ない。表１に、これらの気体の組成が示される。記号Ａ
は第１実験で使用された気体を表し、記号Ｂは第２実験
で使用された気体を表す。
各組の気体において、１つの気体（気体2Aまたは2B）
は、血液において普通の量のCO2とO2を有する。他の気
体は、これと異なる組成を有する。１つ（気体1A、1B）
は、より大きい量のCO2と、より小さい量のO2を有し、
他方（気体3A、3B）は、より小さい量のCO2と、より大
きい量のO2を有する。
気体1A、1B、3A、3Bの各々に対し、気体中のCO2の量
は、同じ測定室での５回の連続測定を基に決定された。
５つのCO2の決定の平均値と標準偏差が計算された。
気体2A、2Bの各々に対し、気体中のCO2の量は、３つ
の異なった測定室を用いて３回決定された。５回の測定
が３つの測定室の各々でなされ、平均値と標準偏差が、
上記の気体1A〜3Bについて説明されたように、計算され
る。
測定の結果は、下の表２と表３に示される。ここに、
表２は、第１実験の結果を示し、表３は、第２実験の結
果を示す。
これらの表において、xavは、同じ測定室におけるpCO
2の５回の測定の平均値であり、ｓは、標準偏差であ
る。
２つの実験の結果（表２と表３）を比較すると、測定
室を通る２つの放射路長での本発明による測定が大きく
有利であることが、明らかである。
表２からわかるように、気体2Aについての結果は、全
く許容できない。平均値は大変異なり、同じ測定室でな
される測定から得られる標準偏差は大きい。
第２実験において、気体2Bについて測定するとき、異
なった測定室から得られる平均値は、大きく変化せず、
標準偏差は、かなり小さくなる。
また、他の気体（気体1A、1B、3A、3B）の測定結果を
調べると、本発明の方法が従来法に比べて優れているこ
とが明らかである。
もちろん、以上に説明した本方法は、CO2の他の検体
の決定にも使用でき、また、溶媒が水であることはその
条件でない。他の検体および／または溶媒についても、
個々の場合において、吸収係数行列（式（11）参照）を
決定することが要求される。
試料を分析するために使用される分析器は、測定室を
通る放射路長が正確に設定できるように設計され、試料
中の所定の検体の上述の決定は、２つの波長だけで測定
することにより実行できる。これにより、検体の量を決
定する基となる方程式の組は、２つの未知量を有する２
つの方程式を含む。
上述の例において、溶媒（水）は、選択された波長で
強く吸収をする。溶媒が測定波長で吸収をしないとき、
試料中の検体の量を決定したい場合、計算のための方程
式の組（式（９）参照）は２つの方程式のみを含む。さ
らに、放射路長が正確に設定できる分析器を用いると
き、方程式の組はさらに減らすことができる。この場
合、１波長だけで測定することが必要であり、したがっ
て、検体の量は、１つの未知量の１つの方程式から決定
できる。
同様に、１試料中のより多くの検体の量は、同じ測定
室で測定することにより決定できる。方程式（３）にお
いて、１つまたは複数の検体の吸収への寄与が組み込ま
れ、測定は、１つのまたは複数の波長でなされる。従っ
て、この方程式の組は、決定される他の検体の数に依存
して、１つまたは複数の他の方程式を含む。
本発明による測定室装置における測定室の一様な調節
を確保するために、好ましくは、測定室は対称的に設計
される（図1a〜1c、図８参照）。さらに、その場合、測
定室装置は、光システムに対して特定の方向に向ける必
要はない。
しかし、もし希望ならば、測定室は、非対称的に設計
できる。たとえば、部分的に透明な複数の領域が厚さや
面積が異なっていてもよく、および／または、異なった
材料から製造されてもよい。さらに、測定室の１つの側
部だけが調節可能である必要がある。この非対称的な設
計を用いると、測定室装置は、この測定室装置のために
特に製造された光システムに対して特定の方向に向けら
れる。
さらに、測定室は、測定室の１つの側部で部分的に透
明な壁部分と、放射を反射する対向する壁部分とを備え
ていてもよい。対応する光システムにおいて、測定室装
置の方へ透過する放射のための、また、測定室装置から
透過される放射のための複数の放射透過路は、それぞ
れ、測定室装置の同じ側にある。
もし測定室が、対応する光システムと相互作用するよ
うに適合され、測定室の形状を調節して測定室を通って
の放射路長の設定を調整するならば、測定室は、他のい
くつかの実施例に変形できる。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平１−229940（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−196946（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−167942（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−13439（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−73753（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−13439（ＪＰ，Ａ) 実開 昭61−193361（ＪＰ，Ｕ) 実開 昭62−47955（ＪＰ，Ｕ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) G01N 21/00 - 21/61

Claims (12)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】測定室を備えた測定室装置の中に位置され
    る試料における検体の量の測光インビトロ決定法であっ
    て、上記の測定室は、定った長さの放射路長を有し、少
    なくとも１カ所の少なくとも部分的に透明な壁部分を備
    え、測定室の形状が調整可能とされ、測定室を通る上記
    の放射路長が測定室の形状の調整により調節され、放射
    源と放射検知器を備え検体のために調節される光システ
    ムが上記の測定室との間で光を伝える側光インビトロ決
    定法であって、 第１の測定ステップにおいて、測定室を通る第１の放射
    路長が設定され、 少なくとも２つの波長の放射が放射源から測定室を通り
    放射検知器に送られ、 次に第２の測定ステップにおいて、測定室の形状を調整
    することにより、測定室を通る第２の放射路長が設定さ
    れ、 第１ステップと同じ波長での放射が、ふたたび放射源か
    ら測定室を通って放射検知器に送られ、 各測定ステップにて上記の複数の波長の各々で検知され
    た放射を基に、第１と第２の放射路長の差を決定し、次
    いで検体の量を決定する ことを特徴とする方法。
  2. 【請求項２】請求の範囲第１項に記載された方法におい
    て、上記の測定室が、上記の放射路に位置される少なく
    とも部分的に透明な２つの対向する壁部分からなること
    を特徴とする方法。
  3. 【請求項３】請求の範囲第１項に記載された方法におい
    て、上記の測定室が、１つの少なくとも部分的に透明な
    壁部分と、入って来る反射を放射する対向壁部分を備
    え、これらの壁部分が上記の放射路に位置されることを
    特徴とする方法。
  4. 【請求項４】請求の範囲第１項〜第３項のいずれか一つ
    に記載された方法において、測定室の上記の形状の調整
    が、上記の放射路に位置される１つの上記の測定室壁部
    分の変位により行われることを特徴とする方法。
  5. 【請求項５】請求の範囲第１項〜第３項のいずれか一つ
    に記載された方法において、測定室の上記の形状の調整
    が、上記の放射路に位置される２つの対向する測定室壁
    部分の変位により行われることを特徴とする方法。
  6. 【請求項６】請求の範囲第１項〜第５項のいずれか一つ
    に記載された方法において、上記の放射が、検体が吸収
    する少なくとも１つの波長からなる広帯域放射であるこ
    とを特徴とする方法。
  7. 【請求項７】請求の範囲第１項〜第６項のいずれか一つ
    に記載された方法において、上記の検体がCO2であるこ
    とを特徴とする方法。
  8. 【請求項８】請求の範囲第７項に記載された方法におい
    て、4228nm、4268nmおよび4308nmの付近の波長での約20
    nmのバンド幅の放射を用いることを特徴とする方法。
  9. 【請求項９】放射源と、放射検知器と、測定室を備えた
    測定室装置とを備えた分析器であり、上記の測定室は、
    少なくとも１つの少なくとも部分的に透明な壁部分を備
    え、上記の測定室は、形状が調整可能であり、上記の放
    射源と放射検知器との間で光を伝え、上記の分析器は、
    測定室の形状を調節する形状調節手段を備え、この形状
    調節手段は、起動されたときに、測定室での第１と第２
    の放射路長を設定し、 上記の放射源は、少なくとも２つの波長での放射を第１
    と第２の放射路長で測定室を通って放射検知器に送り、 上記の分析器は、さらに、第１と第２の放射路長の各々
    にて上記の複数の波長の各々で検知された放射を基に、
    第１と第２の放射路長の差を決定し、次いで検体の量を
    決定する手段を備える ことを特徴とする分析器。
  10. 【請求項１０】請求の範囲第９項に記載された分析器に
    おいて、測定室を通る上記の放射路長が、測定室の少な
    くとも１つの壁部分と相互に作用しこの壁部分を移動す
    る形状調節手段により設定されることを特徴とする分析
    器。
  11. 【請求項１１】請求の範囲第９項または10項に記載され
    た分析器において、上記の測定室が、２つの対向する少
    なくとも部分的に透明な壁部分からなることを特徴とす
    る分析器。
  12. 【請求項１２】請求の範囲第９項または10項に記載され
    た分析器において、上記の測定室が、１つの少なくとも
    部分的に透明な壁部分と、入射する放射を反射する対向
    壁部分とからなることを特徴とする分析器。
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